JPH0246220B2 - - Google Patents

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JPH0246220B2
JPH0246220B2 JP57500857A JP50085782A JPH0246220B2 JP H0246220 B2 JPH0246220 B2 JP H0246220B2 JP 57500857 A JP57500857 A JP 57500857A JP 50085782 A JP50085782 A JP 50085782A JP H0246220 B2 JPH0246220 B2 JP H0246220B2
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gas
ventilator
valve
ventilation
respirator
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JP57500857A
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Subenngunnaaru Oruson
Byorun Yonson
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Siemens Elema AB
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Siemens Elema AB
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Application filed by Siemens Elema AB filed Critical Siemens Elema AB
Publication of JPS58500236A publication Critical patent/JPS58500236A/ja
Publication of JPH0246220B2 publication Critical patent/JPH0246220B2/ja
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Description

明細書 本発明は人間または動物の気道への結合用の人
工呼吸器に関する。
通常の人工呼吸処置における呼吸数および呼吸
量は患者の自発性呼吸の際のそれらと同一に選定
されている。しかし、この場合、患者によつて
は、肺臓のすべての部分で満足な気体交換が行な
われ得ず、他方気体交換が満足に行なわれ得るよ
うに圧力を高めると、血管に肺臓を通る血液循環
を不可能ならしめるような破裂または障害を生ず
るおそれがある。
圧力を高める必要をなくし、しかも肺臓の換気
を一層均等に行ない得るように、人工呼吸器の設
計に関していくつかの提案がこれまでになされて
いる。
１つの公知の人工呼吸器（AGA
Bronchovent，AGA Medical社、Lidingo.スエ
ーデン）では、気管主ダクト（チユーブ）となら
んで分岐ダクトが設けられており、分岐ダクトは
人工呼吸気体が流れる気管主ダクト通路に１Kg／
cm2までの圧力で人工呼吸気体をを供給するのに用
いられており、従つて分岐ダクトは高い流れ抵抗
を生ずる絞りを介して気管主ダクト中に開いてい
る。この人工呼吸器は、おそらく人工呼吸気体が
乱流を生成させるような仕方で供給され、それに
より気体拡散を強化するという事実により、従来
の人工呼吸器よりも有効であると言われている。
また、この人工呼吸器は一層良好な粘液輸送を行
ない、自発性呼吸に向かう傾向を減ずると言われ
ている。しかし、この人工呼吸器は、人工呼吸気
体に高い圧力が与えられるために、患者に対して
危険をもたらす。さらに、人工呼吸気体の加湿が
困難である。この公知の人工呼吸器に対しては、
呼吸数が通常の1/2〜1/4呼吸毎秒にくらべて約２
呼吸毎秒に増されており、その結果として呼吸量
が小さくまた肺臓内の圧力が低くされている。換
気の改善はおそらく人工呼吸気体中に生ずる乱流
に帰し得る。この公知の人工呼吸器についての一
層詳細な説明はAnesthesia and Analgesia、第
59巻、第８号、1980年８月、第594〜603頁になさ
れている。
これまでに提案されている他の人工呼吸器
（Klain Jet Ventilator、Acutronics社、Jona、
スイス）では、ジエツト注入と呼ばれる方法が用
いられている。この場合、肺臓内の気体交換は気
管ダクト内の通路または気管内に配置された細長
いカニユーレ・チユーブを通じて40Hzまでの周波
数でパルス状に肺臓に与えられる気体ジエツトに
より行なわれ、他方呼気は気管ダクト内の他の通
路または気管を経て肺臓を去る。この人工呼吸器
は肺臓内に均等な低い圧力を生じ、このことは外
科処置の際に有利である。なぜならば、胸壁に動
きが生ぜず、また肺臓を通る血液循環への影響が
最小限にとどめられるからである。しかし、この
設計の人工呼吸器は多くの欠点を有する。すなわ
ち、気体ジエツトは気管内の粘膜の損傷、最悪の
場合には貫通を生ずる可能性があり、また繊毛を
損傷する可能性がある。人工呼吸気体の加湿が困
難であり、また胸廓の動きを観察して換気が行な
われているか否かを確認することが不可能であ
る。さらに、肺臓内における人工呼吸気体の量の
決定および肺胞（アルベオリ）内の人工呼吸気体
の組成の測定を行なう容易な方法が存在しない。
この人工呼吸器についての詳細はCrit.Care
Med.5：280〜287、1977年に記載されている。
さらに、気道ダクトが人工呼吸気体を連続的に
通過させる交差チユーブを含んでいる人工呼吸器
もこれまでに提案されている。流れる気体に対し
て直角に作動するパルセータが40または50Hzまで
の周波数で気管ダクト通路を通じて気体を輸送す
る。知られている限りにおいて、この人工呼吸器
は動物に対して実験的に使用されているに過ぎ
ず、人間には使用されていない。この人工呼吸器
では粘液の輸送の増大が観察されたが、換気効果
のチエツクが不可能であり、また血液循環および
生物学的物質への高周波数の影響が知られていな
い。この人工呼吸器についての詳細はProc.Am.
Soc.Exp.Biol.38（第部）：951，1979および
Science，第209号、609および610、1980年に記載
されている。
前記の欠点に加えて、（たとえば）ジエツト注
入およびパルセータ法で行なわれる長時間・高周
波数の換気は肺臓の機能を悪化させるという欠点
を有する。たとえば、肺臓がこわばり、動脈血液
の酸化が十分に行なわれず、またその結果として
流体が胸膜ザツク内にたまる可能性がある。
本発明の第１の目的は、人間または動物の気道
への結合用の人工呼吸器として、従来の仕方での
肺臓内の換気に用いることができ、また前記の新
しい換気原理による方法にも良好に用いることが
でき、さらに従来の方法と新しい方法との組み合
わせをも可能にする人工呼吸器を提供することで
ある。ここで、意図されることは、患者の肺臓の
適当に分布した肺胞換気を可能にする人工呼吸器
を提供することであり、これは、換気が小さな呼
吸運動ですなわち所望の小さな呼吸量および気道
内の低い圧力で人工呼吸気体の体積および組成に
関して制御可能であり、従つて肺臓および気道が
特にこわばつた肺臓を有する患者内で保護され、
また血管への影響がわずかであり肺臓を通じての
血液循環が禁止されず、公知の人工呼吸器の欠点
を伴なわないことを意味する。
本発明の第２の目的は、特定の組成を有する気
体を体積的にも時間的にも正確に人工呼吸気体に
加えることができ、呼気される気体の分折により
肺臓の機能に関する情報を得ることができる人工
呼吸器を提供することである。
本発明の他の目的は、治療上または他の薬剤的
に活性の物質の供給を量および呼吸サイクル中の
時点に関して正確に行ない得るようにすることで
ある。たとえば、麻酔気体をパルス状に患者に与
えられる気体混合物に加えることができ、このよ
うな気体パルス中の麻酔気体の濃度は人工呼吸気
体中に通常許容される濃度よりも高くすることが
できる。麻酔気体の濃度は呼気される人工呼吸気
体中の濃度に比例しているので、呼気の際に肺胞
気体が気道の開口に達する時に肺泡気体中の前記
濃度を測定し、かつ吸気される気体中の麻酔気体
パルスを所要の度合に適合させることにより、麻
酔気体の定量的供給を容易に制御することができ
る。
本発明の別の目的は、肺臓内の気体交換を強化
するため前記の新しい方法が応用される時にも肺
胞気体濃度を測定し得るようにすることである。
本発明の最後の目的は、呼気の終りの間にベン
チレータのＹ形チユーブに接続されている気管ダ
クトまたは導管内の呼気気体が、使用済の人工呼
吸気体が患者の肺胞空間に再び入るのを防ぐた
め、新鮮または未使用の人工呼吸気体を用いて流
し出され得るようにアレンジされている人工呼吸
器を提供することである。
これらの目的を達成するため、本発明を構成す
る人工呼吸器は特許請求の範囲第１項に記載の特
徴を具備している。
以下、図面を参照しながら本発明を一層詳細に
説明する。
第１図は本発明による人工呼吸器の全体構成図
である。
第２図は弁により調節されて気道に気体を別々
に供給するため人工呼吸器に用いられる装置の構
成図である。
第３図は第２図に示されている装置で弁を制御
するのに用いられるシステムの回路図である。
第１図を参照すると、肺ベンチレータ１０、た
とえばSIEMENS−ELEMA社（Solna.スエーデ
ン）製の900B形サーボベンチレータ、はＹ形チ
ユーブ１１に接続されており、このＹ形チユーブ
は加湿器１２、たとえばSIEMENS−ELEMA社
（Solna.スエーデン）製の150形サーボ加湿器、お
よびガス分析計用レセプタ１３、たとえば
SIEMENS−ELEMA社（Solna.スエーデン）製
の930形レセプタ、を経て気管ダクト１４に連結
されている。この気管ダクトは符号１５を付され
ている気管に挿入される。気管に挿入される側の
気管ダクトの開端には、気管ダクトの外側と気管
の内側との間のシールとして公知の設計の膨脹可
能なスリーブ１６が設けられていてよい。しか
し、このようなシールを設けることは不可欠では
なく、気管ダクトは気管に比較的ゆるく挿入され
てもよい。さらに、気管ダクトは、患者の鼻また
は口に当てられるように設計された通常の形式の
呼吸マスクに肺ベンチレータ１０を連結するホー
スにより置換することができる。肺ベンチレータ
は肺臓を換気するため気管ダクト１４を経て人工
呼吸気体を気道に与えかつ気道から導き出すべく
公知の仕方で作動する。人工呼吸気体はミキサ１
７から肺ベンチレータに与えられる。このミキサ
は導管１８からの純酸素（O2）と導管１９から
の空気または亜酸化窒素とを混合した人工呼吸気
体を肺ベンチレータに与える。
気管ダクト１４は肺ベンチレータ１０から得ら
れた人工呼吸気体が流れる通路から隔てられた通
路または導管２０を含んでおり、この導管２０は
気管ダクトの内端２１に開いている。この導管２
０は、加湿器２２および殺菌フイルタ２３を経
て、肺ベンチレータ１０により制御されて気管ダ
クトを流れる人工呼吸気体の流量率にかかわりな
く弁により調節される別の気体を導管２０に供給
するための装置２４に接続されている。しかし、
この別の気体の調節は気管ダクトを流れる気体の
流量率および（または）人工呼吸処置中の患者の
呼吸運動と協調して行なわれる。装置２４は導管
２５を経て気体ミキサ１７に接続されており、ま
た導管２６および２７に接続されておりり、また
肺ベンチレータから得られる人工呼吸気体の圧力
とは異なる圧力で人工呼吸気体を供給する所望の
数の追加的導管に接続され得る。また、装置２４
は人工呼吸気体とは異なる気体、たとえば検査気
体、麻酔気体または薬剤的に活性の気体を供給す
るのにも用いられる。装置２４は導管２０を通じ
ての気体の供給を調節するための手段、たとえば
この気体の流れを脈動させるための手段を含んで
いる。この調節は後記の種々の調節パラメータに
応じて種々の方法で実行され得る。
圧力取入口２８が気管ダクト１４の内端に設け
られており、この圧力取入口は気管ダクト内の通
路または導管２９と連通している。導管２９は導
管２０と同様に気管ダクトを通る通路の他の部分
から隔てられており、殺菌フイルタ３０を経て装
置２４に接続されており、それにより装置２４は
気管ダクトの内端における圧力に関係して制御さ
れる。加えて、装置２４は導線を経て肺ベンチレ
ータ１０に電気的に接続されており、後で一層詳
細に説明するように、装置２４により調節される
気体供給を肺ベンチレータから得られる人工呼吸
気体の流れおよび（または）患者の呼吸運動と協
調させる際に肺ベンチレータの機能に関係して制
御される。
装置２４からの気体の供給のために用いられる
開口２１は、圧力取入口２８と同様に、呼吸マス
クに延びるホースまたは通常の設計の気管ダクト
内に配置され、または人工呼吸気体が流れる通路
内の任意の場所、好ましくは患者の肺臓にできる
かぎり近い場所に配置され得る。
導管２０を流れる気体に薬剤的に活性の物質を
与えるための手段、たとえば液状の上記物質を与
えるためのノズル手段が設けられ得る。
装置２４を制御する方法を一層詳細に説明する
に先立つて、装置２４の設計および構造を第２図
により説明する。
導管２５，２６および２７は３つの圧力調節器
３５，３６および３７の１つを経て３つの分配器
３２，３３および３４の１つにそれぞれ接続され
ている。これらの圧力調節器は、もし適当な圧力
の気体源が得られるならば、省略され得る。複数
個の超小形電磁弁３８ａ〜３８ｌ、たとえばLee
Company（Westbrock，Connecticut，米国）製
のLIF LF AA1200118H形電磁弁が設けられて
いる。これらの弁はクイツク・カツプリング付き
ホース３９を経て分配器に、弁３８ａ〜３８ｄが
分配器３２に接続され、弁３８ｅおよび３８ｆが
分配器３３に接続され、また弁３８ｇ〜３８ｌが
分配器３４に接続されるように接続されている。
弁と分配器との接続は他の形態であつてもよく、
任意の数の弁が所望の分配器に接続され得る。ク
イツク・カツプリング付きのホース３９のかわり
に、マルチウエイ弁付きまたはマルチウエイ弁な
しの永久継手が電磁弁３８ａ〜３８ｌと分配器３
２，３３および３４との間に設けられ得る。電磁
弁を設けられた各分配器にすべて継手を設けて再
連結を不要にすることも可能である。各電磁弁は
固有の殺菌フイルタ２３を有し、それを介して加
湿器２２に接続されている。
導管２５，２６および２７の各々を２つまたは
それ以上の超小形電磁弁を介して導管２０に連結
する目的は次の３つである。第１の目的は、導管
２５，２６または２７のいずれかから導管２０へ
の気体の流れを当該の導管に接続されている弁３
８の１つまたはそれ以上を開くことにより調節し
得るようにすることである。第２の目的は、導管
２５，２６または２７からの気体の流れを、気体
圧力が導管２０内の圧力にくらべて非常に高いと
いう条件で、非常に高い周波数（実際には100Hz
まで）の気体パルスを生ずるように迅速に始動・
停止し得るようにし、かつこれらの超小形電磁弁
の可動部分の質量が非常に小さいという事実によ
り流量または圧力を迅速に調節し得るようにする
ことである。第３の目的は、個々の弁の機械的ま
たは電気的故障の結果として患者が有害な影響を
受ける危険をなくすことである。この第３の目的
は、各超小形電磁弁内の流路が狭いため、制限さ
れた流れしか通過させ得ず、もし弁が閉じている
べき時に開位置にとどまつていたとしても、高い
圧力への急速な上昇が患者内で生じ得ないという
事実によつて達成される。圧力上昇に至るまでに
肺ベンチレータ内に設けられている安全装置が作
動して、外気に通ずる通路を開き、かつ人工呼吸
処置の担当者に警報を与える。逆に、弁が開いて
いるべき時に、並列に接続されている２つまたは
それ以上の弁のうちの１つが閉位置にとどまつて
いたとしても、気体の供給が残りの弁を経て行な
われる。
弁３８は所望の時間間隔を通じて、所望の時点
でまた所望の流量率で個々に導管２５，２６およ
び２７からの気体の供給を可能にし、またこれら
の気体の所望の比率での混合を可能にする。
殺菌フイルタ３０を経て、導管２９は圧力トラ
ンスデユーサ４０に接続されており、この圧力ト
ランスデユーサは圧力取入れ口２８で検出された
圧力に比例する電気的信号を導線４１上に与え
る。圧力トランスデユーサはSiemens−ELEMA
社（Solna.スエーデン）製の6395628EO37E形で
あつてよい。
第１図に示されている制御ユニツト４２は装置
２４に接続されている。第３図に一層詳細に示さ
れているこの制御ユニツト内で、各超小形電磁弁
３８は個々の切換スイツチ４３ａ〜４３ｌに接続
されている。これらの切換スイツチの各々は導線
Ａ，ＢおよびＣを経て電磁弁のコイルと第３図に
示されている３つのプログラミング・ユニツト４
４Ａ〜４４Ｃの１つとの接続を可能にする。さら
に、切換スイツチは符号０を付されている零位置
を有し、零位置では弁は切り離される。
各プログラミング・ユニツト４４Ａ〜４４Ｃは
始動信号および停止信号を選択するのに用いられ
る装置４５および４６と位置〜を有する選択
スイツチ４７とを含んでいる。位置では、切換
スイツチ４３の設定により当該のプログラミン
グ・ユニツトに接続されている弁３８が一群とし
て接続を断たれ、他方位置では、これらの弁は
装置４５および４６により選択された始動信号お
よび停止信号により定められる時点の間、連続的
にアクテイブ化される。位置では、弁３８はパ
ルス発信器４８に接続され、始動時点と停止時点
との間、パルス発信器４８からパルス状にアクテ
イブ化される。位置では、弁３８はパルス発信
器４９に接続され、始動時点と停止時点との間、
パルス発信器４９からパルス状にアクテイブ化さ
れる。
装置４５および４６はプログラミング・ユニツ
トと導線５１ａ〜５１ｅからパルスの形態で制御
信号を送られる６つの導線５０ａ〜５０ｆのうち
所望の１つとの接続を可能にする。導線５１ａは
手動操作により信号パルスを発生するための装置
５２に接続されており、また導線５１ｂは信号パ
ルス発生に用いられ得る外部装置、たとえば患者
の心臓の脈動と同期した信号を発する信号発信器
に接続されている。他の導線５１ｃ〜５１ｅは第
１図に示されている肺ベンチレータ１０に接続さ
れている。ここに一例として用いられている肺ベ
ンチレータ、Siemens−ELEMA社製の900B形サ
ーボベンチレータ、の場合には、導線５１ｃは吸
気期の開始を表わす信号パルスを受け、導線５１
ｄは吸気期と呼気期との間の休止時間の開始を表
わす信号パルスを受け、また導線５１ｅは呼気期
の開始を表わす信号パルスを受ける。
導線５１ａ〜５１ｅ上の信号は種々の経路でプ
ログラミング・ユニツト４４Ａ，４４Ｂおよび４
４Ｃに送られ得る。これらの信号が送られる経路
を選択するため６つの選択スイツチ５３ａ〜５３
ｆが設けられている。これらの選択スイツチの
各々は５つの入力端を経て導線５１ａ〜５１ｅに
それぞれ接続されている。
選択スイツチ５３ａおよび５３ｂの各々は固有
の遅延回路５４および５５にそれぞれ接続されて
おり、両遅延回路はサーボベンチレータ１０から
導線３１（第１図をも参照）を経てクロツクパル
スを受け、また導線５０ａおよび５０ｂにそれぞ
れ接続されている。導線３１上のクロツクパルス
は１呼吸すなわち吸気期、休止期および呼気期か
ら成る１換気サイクルを100等分の部分または間
隔に分割する。従つて、アクチユエータ（サムホ
イール）は呼吸サイクルの０〜99％の遅延を設定
するのに用いられ得る。第３図には、１％の遅延
が遅延回路５４で設定され、また78％の遅延が遅
延回路５５で設定されている。
選択スイツチ５３ｃおよび５３ｄは同様な仕方
で遅延回路５６および５７にそれぞれ接続されて
いる。導線５０ｃに接続されている遅延回路５６
は10〜200msの遅延の設定を可能にし、また導線
５０ｄに接続されている遅延回路５７は100〜
2000msの遅延の設定を可能にする。第３図には、
これらの遅延回路がそれぞれ50msおよび500ms
に設定されている。最後に、導線５１ａ〜５１ｅ
と導線５０ｅまたは５０ｆとの間を選択スイツチ
５３ｅおよび５３ｆによりそれぞれ直接に接続す
ることができる。パルス発信機４８は１〜99Hzの
所望の周波数を設定するのに用いられる設定装置
５８（サムホイール）（図面では53Hzに設定され
ている）とアクテイブに利用されるべき各周期の
部分を設定するのに用いられる設定装置５９（サ
ムホイール）（図面では25％に設定されている）
とを含んでいる。パルス発信器４９は肺ベンチレ
ータ１０（第１図参照）に延びる導線４３に接続
されており、（100部分に分割された）サーボ弁内
で設定された換気サイクルに等しい周期の長さを
設定するのに用いられる設定装置６０（サムホイ
ール）と、アクテイブに用いられるべき予め設定
された周期長さの部分の数を選択するのに用いら
れる設定装置６１とを含んでいる。100部分が存
在するので、設定は百分率として表わされ、第３
図には例として設定装置６０は５％に、また設定
装置６１は３％に設定されているものとして図示
されており、このことは、設定装置６０により選
択されている５部分のうち、設定装置６１により
選択されている３部分のみがアクテイブであるこ
とを意味する。
制御ユニツト４２は、導線４１に接続されてお
り被測定圧力を指示するのに用いられる測定計器
６２と、最大許容圧力を選択するのに用いられる
設定装置６３とを含んでいる。すべての小形電磁
弁または予め設定された圧力が著しく超過される
のを阻止するために必要な個数の超小形電磁弁の
接続を断つための手段（図示せず）が設けられて
いる。これは5ms以内の遅れで実行される。
前記制御ユニツト４２は導管２０への気体の供
給を、気体の組成に関して、また気体パルスの周
波数、呼吸サイクル中のパルス到達時点ならびに
パルスの継続時間および形状に関して、さらに流
量率および（または）圧力に関して制御すること
を可能にする。また、前記制御ユニツト４２は気
体パルスの生起を肺ベンチレータ１０の機能と協
調させることを可能にする。導管２５，２６およ
び２７の各々から導管２０に与えられる気体の量
を指示するための手段も設けられている。弁の両
端における圧力降下が導管２０内の圧力にくらべ
て高いという事実から各超小形電磁弁の単位時間
あたり通過量（流量率）が知られているので、同
時にアクテイブ化される複数個の弁について弁が
開いている時間を積分することにより気体体積が
決定され得る。
肺胞への吸気気体の供給は肺臓内の血液と気体
との交換のために不可欠である。肺胞への新鮮気
体の輸送は気道開口から進行し、気道ツリーを通
じてのコンベクシヨンにより完成される。ツリー
は次々と分岐するので、合計断面積は増大し、コ
ンベクシヨンに帰し得る輸送速度は急速に減少す
る。肺臓の周辺における前記横断面積の急激で明
白な増大は新鮮な吸気気体と古い肺胞気体との間
の境界ゾーンを含んでいる。肺臓内の最も外側の
点では、吸気気体の輸送はほとんど専らこの境界
ゾーンを通じての拡散により行なわれる。
通常の人工呼吸器による処置の間、吸気された
呼吸体積は、気体交換にあずかる前回呼吸の間お
よび気道および気管ダクトを満たす呼気の間に肺
胞に最初に吸気の間に戻される気体のために不完
全に利用される。従つて、肺臓内まで到達する新
鮮な吸気気体の部分は拡散により肺胞気体と不完
全に混合されており、またこれがさらに吸気気体
体積の利用を制限する。
本発明による人工呼吸器は、２つの別々の供給
経路を有することにより、また吸気気体を種々の
方法で供給することにより、吸気気体の利用の度
合の実質的な増大を可能にする。気体が呼気の間
に導管２０を経て供給されるので、Ｙ形チユーブ
１１までの気管ダクトおよび気道は前回使用済の
気体が残留しないように洗い流すことができる。
気管２０を経て行なわれるこの供給は所望のよう
に制御されかつ脈動化され得るので、患者の気道
の本質的部分も使用済気体が残留しないように洗
い流すことができる。呼気期の終りの間、肺胞気
体の交換も行なわれ、それにより患者の全換気に
寄与し得る。
導管２０を通じての気体の供給は、呼気の間に
所期の圧力が気道内に保たれるように、呼気の間
にも調節され得る。この圧力は導管２９を経て圧
力トランスデユーサ４０により適当に測定され得
る。呼気の間の所期の圧力は、肺臓の機能を最適
化する適当な肺臓体積を保つためにも調節され得
る。肺臓体積および肺臓の機能は、本発明による
人工呼吸器を使用する際には、下記のようにして
測定することができる。
拡散による呼気気体と肺胞気体との混合は、本
発明によれば、脈動する流れが導管２０を通じて
与えられ、肺臓内の気体を振動させて強制的に拡
散を生じさせるという事実により強化され得る。
呼気の間、気体パルスは気道を最も良好に洗い流
すように周波数、流量率および圧力に関して制御
される。他方、呼気の間に生ずる気体パルスは最
も良好に拡散を生じさせ得るように制御される。
前記のように各呼吸中の気体が利用される度合
を改善することにより、十分な気体交換が小さい
呼吸体積で、従つてまた低い圧力で、かつ人工呼
吸処置に帰する肺臓への悪影響も少なく、肺臓内
で達成され得る。さらに、気管に大量のエネルギ
ーを与える高周波数の気体パルスのみを用いる肺
臓換気の際に生ずる気道被膜組織への前記の悪影
響を避けることができる。
換気を正しく制御するためには、肺胞から得ら
れる気体の分析を必要とする。本発明による人工
呼吸器では、各呼気の終了時に、導管２０を通じ
てのすべての気体の流れが遮断され得るので、肺
胞からの未混合気体が次回呼気の間に、レセプタ
１３に接続された分析計に到達する。
肺臓の部分が非常に高い呼吸周波数のみでの長
時間換気の結果として衰弱し従つてまた血液を不
十分に酸化するという事実に伴う欠点は、本発明
の人工呼吸器によれば、肺臓が速い気体パルスと
組み合わされた十分に遅い呼吸数にさらされ、従
つて肺胞内の表面皮膜が、肺胞体積に対する表面
張力に関しての時間依存性ヒステリシスのため
に、肺臓の安定かつ均等な膨脹を保つために必要
とされるエネルギーを吸引するという事実により
回避されている。
本発明による人工呼吸器の機能モードを気道内
の圧力に迅速に適応させることは、人工呼吸器の
設計特性を組み合わせることにより達成され得
る。圧力パルスおよび流れパルスの伝達時間は、
小形の装置２４が患者の近くに配置され得るとい
う事実により、短く保たれ得る。機能モードの変
更に伴う遅延は、装置２４内の機械的要素（超小
形電磁弁３８）の応動が非常に速いために、非常
に小さい。これらの特性は、特に、人工呼吸器が
人工呼吸器の支援により自発性の呼吸をする患者
の呼吸をフオローし得なければならないという事
実から価値がある。
肺ベンチレータ１０を経て通常の仕方で麻酔気
体を供給し得るだけでなく、本発明による人工呼
吸器は前記のように導管２０を通じて麻酔気体を
供給することもできる。導管２０を通じての麻酔
気体の流れは装置２４内の特定の個数の超小形電
磁弁３８を開くことにより制御され得る。また、
供給される麻酔気体の体積は、麻酔気体が供給さ
れる時間を制御することによつても調節され得
る。麻酔気体が特定の時期たとえば吸気開始の直
後にのみ供給されるという事実により、すべての
麻酔気体が肺胞に到達するという顕著な利点が得
られる。その結果として、肺胞従つてまた血液に
供給される麻酔気体の量が正確に制御され得る。
他の利点は、すべての麻酔気体が利用されること
である。レセプタ１３に接続された気体分析計が
麻酔気体の濃度を測定し得るので、肺胞気体内の
麻酔気体の濃度は肺胞気体の測定に関して先に説
明した仕方で決定され得る。レセプタ１３は吸気
の間に麻酔気体が残留しないように洗い流される
ので、分析計はその間にリセツトされ得る。従つ
て、特別に装置および測定をリセツトする必要は
ない。麻酔気体に関して以上に述べたことは、麻
酔以外の効果を有する気体たとえば薬剤的に活性
の気体に対してもあてはまる。
本発明による人工呼吸器は肺臓および循環器官
の機能の詳細なスタデイを可能にする。検査気体
は呼吸サイクル中の特定の時間および体積に関し
てチヤネル２０を通じて正確に供給され得る。レ
セプタ１３に接続されている分析計は検査気体に
含まれている気体を分析するために必要とされ
る。生理的液体に溶かされない所与の量の検査気
体たとえば六弗化硫黄SF6の希釈をスタデイする
ことにより、肺胞気体の体積が決定され得る。も
し検査気体が一酸化炭素COをも含んでいれば、
肺臓の拡散キヤパシテイがそれ自体は公知の原理
に従つて決定され得る。１つまたはそれ以上の可
溶気体が計算により示される点を越えて体内に残
留する度合が肺胞気体内の希釈に帰され得ること
をスタデイすることにより、一般に心臓の微小な
体積とほぼ同一である肺臓毛細管を通じての血液
の流れが決定され得る。また、肺臓内の液体の量
が決定され得る。種々の呼吸に対して吸気期の
種々の部分の間に生ずるようにされ得る検査気体
のパルスを供給し、その後に続く呼気の間にサイ
クルを測定することにより、吸気体積の種々の部
分が肺臓の機能部分に達する仕方についての正確
なスタデイが可能とされる。これらのデータか
ら、気道および肺臓血液循環の機能に関する情報
が得られる。
本発明に従つて述べた人工呼吸器の説明につい
ては、人工呼吸器の上述の機能および利用によつ
て得られる利点および可能性を保持しながら特許
請求の精神内で変形することができる。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 肺臓が換気され得るように人工呼吸気体を気
    道に与えかつ気道から受ける第１の装置１０と、
    第１の装置により生ずる人工呼吸気体の流れと無
    関係に弁により調節されて気道に別の人工呼吸気
    体を与える第２の装置２４とを含んでおり、第２
    の装置２４は加圧された気体を与えるのに用いら
    れる少なくとも１つの導管２５，２６，２７と気
    体を脈動させるための手段３８とを含んでおり、
    また第２の装置２４に対して気体脈動特性の少な
    くともいくつかを決定するのに用いられ得る制御
    ユニツト４２を含んでいる人間または動物の気道
    への結合用の人工呼吸器において、前記気体を脈
    動させるための手段３８が前記導管２５，２６，
    ２７に並列に接続された複数個の弁を含み、これ
    らの弁を開閉制御することにより第２の装置２４
    により気道に与えられる人工呼吸気体を調整でき
    るようになつていることを特徴とする人間または
    動物の気道への結合用の人工呼吸器。 ２ 前記第１の装置１０による人工呼吸気体の授
    受と協調して脈動気体の供給を調節するため、前
    記制御ユニツト４２が前記第１の装置１０に接続
    されていることを特徴とする特許請求の範囲第１
    項記載の人工呼吸器。 ３ 前記導管２５，２６，２７の各々が任意の個
    数の弁との接続が可能な複数個の継手を備えた分
    配器３２，３３，３４のなかに開いていることを
    特徴とする特許請求の範囲第１項または第２項記
    載の人工呼吸器。 ４ 各分配器の各継手がその固有の弁に接続され
    ていることを特徴とする特許請求の範囲第３項記
    載の人工呼吸器。 ５ 各弁内の流路が狭いことを特徴とする特許請
    求の範囲第１項ないし第４項のいずれか１項に記
    載の人工呼吸器。 ６ 前記第１の装置１０に結合される気管ダクト
    の開端またはその付近に圧力トランスデユーサ４
    ０が配置されており、この圧力トランスデユーサ
    ４０が前記第１の装置１０を制御するのに、かつ
    （または）制御ユニツト４２を介して前記第２の
    装置２４を制御するのに用いられていることを特
    徴とする特許請求の範囲第１項ないし第５項のい
    ずれか１項に記載の人工呼吸器。 ７ 気道に与えかつ気道から受ける人工呼吸気体
    の気体濃度を検出するトランスデユーサ１３を含
    んでいることを特徴とする特許請求の範囲第１項
    ないし第６項のいずれか１項に記載の人工呼吸
    器。 ８ 前記濃度トランスデユーサ１３が前記第１の
    装置１０と前記第２の装置２４から得られ弁によ
    り調節される前記別の気体の出口２１との間で人
    工呼吸気体の通路に取付けられていることを特徴
    とする特許請求の範囲第７項記載の人工呼吸器。 ９ 前記濃度トランスデユーサ１３が脈動気体供
    給のための前記手段３８を制御するようにアレン
    ジされていることを特徴とする特許請求の範囲第
    ７項または第８項記載の人工呼吸器。 １０ 前記濃度トランスデユーサ１３が前記第１
    の装置を制御するようにアレンジされていること
    を特徴とする特許請求の範囲第７項または第８項
    記載の人工呼吸器。 １１ 前記第２の装置２４が弁により調節される
    前記別の気体に対する加湿器２２を含んでいるこ
    とを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第１
    ０項のいずれか１項に記載の人工呼吸器。 １２ 前記別の気体に薬剤的に活性の物質を与え
    る手段を含んでいることを特徴とする特許請求の
    範囲第１項ないし第１１項のいずれか１項に記載
    の人工呼吸器。
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